Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Использование кильциофосфатных материалов в травматологии и ортопедии 14
1.1. Проблемы материаловедения в ортопедии и травматологии 14
1.2. Применение кальциофосфатных материалов в восстановительной медицине...
1.2.1. Биомеханическая структура костной ткани 17
1.2.2. Система естественных кальциофосфатов в организме 21
1.2.3. Требования к искусственным материалам для восстановления кости 25
1.2.4. Имплантаты, применяемые в травматологии и ортопедии 28
1.3. Современные технологии формирования покрытий на титане 38
1.3.1. Титановые имплантаты и критерии выбора покрытий 38
1.3.2. Методы получения покрытий 39
1.3.3. Комбинирование методов получения покрытий
1.4. Механизмы интеграции имплантатов с костной тканью 50
1.5. Постановка научной проблемы и задач исследования 60
ГЛАВА 2. Методика получения биоматериалов, формирования покрытий и исследование их свойств ...63
2.1. Объекты исследования и исходные материалы 63
2.2. Титан и титановые сплавы
2.2.1. Физико-химические свойства титана и сплавов для медицины 64
2.2.2. Влияние обработки на свойства титана 68
2.3. Получение и характеристика компонентов покрытия 70
2.3.1. Получение биологического гидроксилапатита 71
2.3.2. Синтез гидроксилапатита 71
2.3.3. Идентификация и оценка характеристик БГА и СГА 73
2.3.4. Методика варки силикофосфатных стекол 74
2.3.5. Методика изучения растворимости стекол 75
2.4. Методы формирования покрытий 76
2.4.1. Формирование покрытий электрохимическими методами 76
2.4.2. Плазменное напыление покрытий 79
2.4.3. Формирование шликерных покрытий 83
2.4.4. Получение и исследование золь-гель пленок 86
2.5. Методы исследования структуры и свойств материалов и покрытий 90
2.5.1. Изучение морфологии поверхности 91
2.5.2. Изучение микроструктуры поверхности 92
2.5.3. Определение фазового состава 93
2.5.4. Определение адгезии покрытий 93
2.5.5. Определение толщины покрытий и пленок 94
2.5.6. Определение кислотно-основных свойств 95
2.5.7. Изучение биологических свойств 96
2.6. Структурно-методологическая схема работы 99
ГЛАВА 3. Получение и исследование материалов для композиционных титановых имплантатов 101
3.1. Синтез и исследование свойств гидроксилапатита 101
3.1.1. Получение биологического гидроксилапатита 101
3.1.2. Получение синтетического гидроксилапатита
3.2. Получение стекол для покрытия 113
3.3. Получение композиций для покрытия 123
Выводы по Главе 3 131
ГЛАВА 4. Технологические основы получения композиционных биоимплантатов 133
4.1. Подготовка титана к нанесению покрытия 135
4.2. Формирование покрытий электрохимическим методом 138
4.3. Улучшение механических свойств покрытия
4.4. Влияние режима оксидирования на биологические свойства 154
4.5. Получение покрытий керамическим (шликерным) методом 157
4.6. Получение покрытий методом плазменного напыления 164
Выводы по Главе 4 169
ГЛАВА 5. Синтез и физико-химические свойства нанопродуктов системы CaO- Si02-P205 173
5.1. Формирование тонких пленок в системе Si02-P20s 174
5.2. Исследование физико-химических процессов, протекающих в ПОР на основе системы Si02-P20s-CaO 188
5.3. Формирование и исследование структуры тонкопленочных оксидных систем 8Юг-Рг05-СаО 197
5.3.1. Формирование золь-гель пленок 198
5.3.2. Физико-химические процессы, протекающие при формировании оксидной системы в пленках 199
5.3.3. Структура оксидных пленочных систем 204
5.4. Исследование функциональных свойств золь-гель пленок 214
Выводы по Главе 5 230
ГЛАВА 6. Технологические основы получения композиционных биоимплантатов 233
6.1. Формирование покрытия электрохимическим методом 233
6.2. Формирование покрытия шликерным методом 242
6.3. Формирование покрытия методом плазменного напыления 248
6.4. Формирование двухслойных покрытий комбинированным методом с использованием золь-гель технологии 251
6.5. Оценка биосовместимости и биоактивности разработанных покрытий 252
6.6. Структурная модель покрытия и оценка эффективности методов 258
Выводы по Главе 6 261
Выводы 262
Список использованных источников
- Биомеханическая структура костной ткани
- Влияние обработки на свойства титана
- Получение биологического гидроксилапатита
- Формирование и исследование структуры тонкопленочных оксидных систем 8Юг-Рг05-СаО
Введение к работе
Актуальность работы. Современная концепция применения биоматериалов в медицине базируется на регенерационном подходе, в рамках которого акцент делается на замещение биоматериала нативной растущей костью. При этом имплантируемый материал выполняет важные функции: биомеханические -опорные, и биохимические - инициирование процессов интеграции имплантата с костью, доставка терапевтических средств и необходимых для построения костной ткани элементов в случае дефицита кальция и фосфора.
Вместе с тем, на современном уровне развития восстановительной медицины восстановление функций опорно-двигательного аппарата человека на травмированных участках, испытывающих большие и комплексные механические нагрузки, осуществляется с помощью металлических имплантатов, среди которых приоритет отдается титану и сплавам на его основе. Эффективность композиционных титановых имплантатов непосредственно связана с их биосовместимостью. Поэтому актуальной задачей является разработка биосовместимых покрытий на титановом имплантате, которые способны обеспечить создание единой функциональной биомеханической системы имплантат-костъ.
В отличие от биоинертных покрытий на основе диоксида титана, обеспечивающих механическое сцепление имплантата и кости, покрытия, содержащие фосфаты кальция и, в частности, гидроксилапатит обеспечивают биологическую фиксацию. Вместе с тем, практика имплантации в ортопедии и травматологии требует дифференцированного подхода, учитывающего тип костной ткани и характер травмы, возрастные и иные особенности пациента, планируемую длительность лечения, цели и срок введения имплантата. Таким образом, актуальной является задача целенаправленного регулирования физико-химических свойств покрытия для выполнения конкретных функций.
Сочетание биохимических свойств кальциофосфатов и физико-механических свойств титана и его сплавов в одном изделии - композиционном титановом имплантате - является перспективным решением проблемы создания биосовместимых биоинженерных конструкций для ортопедии и травматологии. Необходима разработка эффективных способов формирования на металлических имплантатах кальцийфосфатного слоя, обладающего требуемыми биомеханическими и биологическими свойствами. Таким образом, актуальной задачей является создание биосовместимых композиционных титановых имплантатов с заданными функциональными свойствами, а также разработка технологий, обеспечивающих управление ими.
Работы, положенные в основу диссертации, выполнялись в рамках государственных научных и научно-технических программ: в 1999-2009 гг. Изучение физико-химических закономерностей процессов переработки органического и минерального сырья и продуктов на их основе; в 2009-2013 гг. ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на (гос. контракт № 02.740.11.0855 от 28.06.2010), в рамках проекта «Разработка научных основ получения наноструктурированных неорганических и
органических материалов» по гос. заданию «Наука» № гос. регистрации 3.3055.2011.
Целью диссертационной работы является разработка физико-технических основ и технологических принципов получения эффективных оксидных и кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах и регулирование их биологических свойств. Для достижения поставленных целей решались следующие задачи.
-
Разработка способов получения гидроксилапатита (ГА), удовлетворяющего требованиям технологий формирования биопокрытий.
-
Определение особенностей электрохимического оксидирования титана в кислотных и гетерогенных кислотных электролитах.
-
Исследование процесса плазменного напыления синтетического ГА и биологического ГА на титановую подложку.
-
Определение методов и режимов закрепления ГА на титане обжигом с использованием стеклосвязки и шликерной технологии нанесения.
-
Синтез силикофосфатных пленок золь-гель методом, изучение их физико-химических свойств и применение для усиления биосвойств оксидных покрытий.
-
Изучение биологических свойств полученных покрытий.
-
Разработка структурной модели биопокрытий и оценка эффективности способов формирования покрытий на титановых имплантатах.
Объекты исследования - синтетический и биологический гидроксилапатит, оксидные и гидроксилапатитовые покрытия на титане и титановых сплавах, золь-гель пленочные покрытия.
Предмет исследования - физико-химические процессы формирования фазового состава, структуры и свойств полученных материалов для покрытий и покрытий на титановых имплантатах.
Научная новизна работы состоит в том, что в ней установлены физико-химические закономерности получения кальциофосфатных материалов и технологические основы их нанесения на титановые имплантаты. При этом:
1. Установлено, что при термической обработке биологической кости при
1000 С формируется кремний-магний-замещенный оксиапатит, который при
охлаждении трансформируется в гидроксилапатит, сохраняет
сбалансированный состав естественных микропримесей, поддерживающих
стабильность структуры, фазового и химического состава, что обеспечивает
лучшие характеристики биопокрытий на титановых имплантатах при любых
способах нанесения (электрохимический, плазменный, шликерный).
2. Установлено, что гидроксилапатит и карбонат-замещенный
гидроксилапатит могут быть синтезированы в водных растворах Ca(N03)2 и
(МЇ4)2НР04 при температуре 40±5 С, значениях рН 11-12 и представляют
собой дисперсный материал, содержащий до 5 % Р-трикальцийфосфата и
аморфную фазу. Увеличение содержания карбонат-иона приводит к изменению
элементного состава продуктов синтеза: понижению массовой доли кальция и
фосфора с одновременным увеличением массовых долей углерода и кислорода,
что сопровождается увеличением его растворимости.
Применение в покрытиях синтетического гидроксилапатита, полученного осаждением из раствора, менее эффективно по адгезии покрытий к титану по сравнению с биологическим ГА, полученным из биологической кости.
3. Установлено, что основными критериями качества оксидных и
кальцийфосфатных покрытий на титановых имплантатах являются химический
состав, макро-, микро-, наноструктура и пористость покрытия, сила его адгезии
к подложке, а также морфология и шероховатость поверхности покрытий, что
положено в основу балльной оценки эффективности технологий их нанесения.
Наличие нанопор обеспечивает циркуляцию биожидкостей. Если диаметр
микропор на поверхности оксидного слоя приближен методом анодно-
искрового оксидирования к размеру субъединиц, формирующих
микроструктуру костного остеона (-20,6 мкм), то поверхность имплантата
проявляет биоактивность. Наличие пор и полупор размером более 160 мкм в
кальцийфосфатном покрытии, полученном шликерным методом, обеспечивает
наилучшую биоактивность имплантата. Химический состав определяет степень
биодеградации покрытия и создание условий для остеоиндукции. Наличие
поверхностно-активных центров обеспечивает адгезию полярных молекул, а
шероховатости и рельефа - адгезию активных клеток крови, что необходимо
для запуска процессов костеобразования. Образование кремнегеля
способствует осаждению гидроксилапатита и формированию новой кости,
обеспечивающей биологическую фиксацию имплантата (интеграцию
имплантата с биологической костью).
4. Установлено, что высокую биосовместимость и биоактивность имеют
покрытия на титановых имплантатах, полученные шликерным методом из
композиции биостекла и биологического гидроксилапатита.
В зависимости от дисперсности керамической фазы, количества стеклосвязки, технологии нанесения могут быть получены покрытия толщиной 100-300 мкм. Лучшие результаты по прочности и пористости обеспечиваются при использовании в композиции фракции гидроксилапатита 70-100 мкм. Снижение прочности сцепления покрытия с подложкой наблюдается при увеличении размеров зерен кристаллической фазы и пористости более 35-40 %.
5. Оксидированный титан является биоинертным материалом. Изменение
структуры поверхностного оксидного слоя титана за счет увеличения его
толщины до 44 мкм, диаметра пор более 20 мкм и включение в его состав
оксидов фосфора и кальция обеспечивает приобретение имплантатами
остеокондуктивных свойств в системе in vivo, которые у чистого или
оксидированного титана отсутствуют, и поддержание роста мезенхимальных
клеток in vitro.
Использование ультразвуковой обработки титана до нанесения покрытий электрохимическим и другими методами позволяет придать поверхности металла и покрытия на нем рельеф, способствующий усилению биоактивности, а также повысить адгезию покрытия к титану.
6. Электрохимическое оксидирование титановых имплантатов в водном
растворе ортофосфорной кислоты или смеси растворов ортофосфорной и
серной кислот, приводит к образованию оксидного покрытия, включающего
фосфорсодержащие соединения. С увеличением продолжительности оксидирования происходит увеличение содержания фосфора в покрытии независимо от того, использован ли электролит Н3РО4 или смесь электролитов Н3Р04 и H2S04.
Обработка титановых имплантатов в смеси кислотного электролита и
дисперсного гидроксилапатита обеспечивает формирование покрытий,
содержащих кальций-титанфосфатные соединения, обладающих
микропористостью, что обеспечивает усиление биоактивных свойств титановых имплантатов.
7. Установлено, что при получении гидроксилапатитового покрытия на
титановых имплантатах плазменным методом использование фракции ГА 60-
100 мкм обеспечивает формирование покрытия заданного состава, так как
определяет стабильность процесса, равномерный разогрев материала и его
термостабильность в условиях плазменной струи.
Образование апатитовой кристаллической структуры происходит из частично оплавленных частиц с образованием покрытия с высокой пористостью и структурной неоднородностью в зоне контакта с титаном. Покрытия, сформированные в ламинарной плазменной струе, содержат в качестве основной фазы гидроксилапатит, около 5 об.% Р-трикальцийфосфата, в небольшом количестве - кристаллогидрат фосфата кальция СазСРО^НгО и аморфную фазу. Напыление протяженным и однородным по температуре потоком позволяет получать однородные по толщине и составу покрытия из биологического гидроксилапатита.
8. Установлено, что золь-гель методом из пленкообразующих растворов на
основе тетраэтоксисилана и фосфорной кислоты, с добавлением соли кальция
формируются тонкие структурированные пленки в оксидных системах при
содержании, мас.%, Si02 10-85, Р205 5-40, СаО 10-50.
Критическое значение вязкости пленкообразующих растворов для получения качественных пленок составляет 4,8±0,2'10~ Пас. Формирование оксидных систем в пленках происходит при термообработке до 600 С, толщина пленок составляет 86-90 нм. Структура пленок формируется кремнийкислородными и фосфоркислородными атомными группами, в которых присутствуют октаэдры
[СаОб].
9. Золь-гель пленки составов системы Si02-P205-CaO, нанесенные на
поверхность оксидного покрытия, полученного электрохимическими методами,
повышают химическую активность и адсорбционные свойства поверхности
покрытий, благодаря наличию силанольных групп, поверхностно-активных
центров, микро-, нанопор и многоуровневого рельефа. Эти факторы
обусловливают адгезию полярных молекул биологических жидкостей к
поверхности имплантата, покрытого золь-гель пленкой.
Практическая ценность
1. Разработаны составы стекол, технология получения гидроксилапатита из биологического сырья, керамических композиций на их основе и технология формирования биоактивных покрытий на титане и титановых сплавах.
Получены новые композиционные титановые имплантаты для ортопедии и травматологии.
-
Разработаны методика получения синтетического гидроксилапатита и технология формирования электрохимических покрытий на титане и его сплавах с применением синтетического и биологического гидроксилапатита. Получены новые композиционные титановые имплантаты широкого спектра применения в ортопедии и травматологии.
-
Разработаны режимы и условия формирования кальциофосфатных покрытий на титановых имплантатах с использованием метода плазменного напыления биологического гидроксилапатита. Получены новые композиционные титановые имплантаты с плазменными биоактивными покрытиями.
-
Разработаны составы и технология получения двуслойного покрытия на титановых имплантатах, состоящего из оксидного слоя и золь-гель пленки кремний-кальциофосфатного состава, обеспечивающего эффективные биоактивные свойства при высокой адгезии и малой толщине.
5. Материалы диссертации использованы при подготовке бакалавров и
магистров по профилю «Химическая технология тугоплавких неметаллических
и силикатных материалов» (ТПУ), магистров по направлению
«Неорганическая химия» (ТГУ).
6. Разработанные технологии получения композиционных титановых
имплантатов прошли апробацию в условиях ООО «Сибирский силикатный
центр» (г. Томск), биологические испытания в НИИ кардиологии СО РАМН
(г. Томск). Внедрены в производство в ГУЛ РТ ВНИНИМИ (г. Казань).
Разработанные композиционные титановые имплантаты разрешены ФСН к
применению в сфере здравоохранения и социального развития.
Апробация работы. Материалы диссертации доложены на «European Medical and Biological Engineering and Computing» Int. Conference (Vienna, Austria, 1999); 7th и 8th Korea-Russia International Symposiums on Science and Technology «KORUS» (Tomsk - 2003, 2004); Всероссийском совещании «Биокерамика в медицине» (Москва, 2006); Всероссийской научно-практической конференции «Новые технологии создания и применения биокерамики в восстановительной медицине» (Томск, 2007, 2010); I, II Всероссийском совещании «Биоматериалы в медицине» (Москва, 2009, 2011); Всероссийской конференции с международным участием «Полифункциональные наноматериалы и нанотехнологии» (Томск, 2008); Общероссийской научной конференции с международным участием «Инновационные медицинские технологии» (Москва, 2009, 2011); V международной научной конференции «Новые перспективные материалы и технологии их получения» (Волгоград, 2010); XIX Менделеевском съезде по общей и прикладной химии (Волгоград, 2011); III Международной научно-практической конференции «Современные керамические материалы. Свойства. Технологии. Применение» (Новосибирск, 2011); Общероссийской с международным участием научной конференции «Полифункциональные химические материалы и технологии» (Томск, 2012); Всероссийской конференции с международным участием «Современные
проблемы химической науки и образования» (Чебоксары, 2012); Второй конференции стран СНГ «Золь-гель синтез и исследование неорганических соединений, гибридных функциональных материалов и дисперсных систем» (Севастополь, 2012). Положения, выносимые на защиту
-
Положение о формировании полизамещенного гидроксилапатита при термообработке биологической кости при 1000С, сохранении им микроструктуры минеральной составляющей естественной костной ткани и состава микропримесей, поддерживающих стабильность структуры, фазового и химического состава при формировании покрытий различными методами.
-
Положение о влиянии физических - нано-, мезо-, микропористость, шероховатость, и химических - состав, наличие силанольных групп -характеристик поверхности покрытий на биоактивность композиционных титановых имплантатов.
-
Положение о модифицировании поверхности покрытия посредством нанесения золь-гель пленки, приводящем к повышению ее химической и адсорбционной активности благодаря наличию силанольных групп и поверхностно-активных центров, имеющим результатом усиление биологической активности поверхности имплантата с нанесенной пленкой.
4. Положение о совокупности критериев, определяющих качество покрытий
на титановых имплантатах, в т. ч. их биосовместимость и биоактивность,
включающей: химический состав, характеризуемый наличием и соотношением
оксидов кальция и фосфора; микроструктуру, характеризуемую наличием и
размером пор, характером пористости; морфологию поверхности,
характеризуемую рельефом и шероховатостью; поверхностные свойства,
определяемые наличием активных центров адсорбции.
Объем и структура диссертационной работы - диссертация изложена на 326 страницах машинописного текста и состоит из введения, шести глав, выводов, содержит 84 рисунка, 71 таблицу. Список цитируемой литературы включает 346 источников.
Публикации: по материалам диссертации опубликовано 38 работ, включая монографию, 15 статей в центральной и зарубежной печати, 2 патента.
Биомеханическая структура костной ткани
Согласно современным представлениям, костная ткань относится к скелетному типу и выполняет ряд функций: биомеханическую (опорно-двигательную), защитную, метаболическую (участие в обмене веществ), а также функцию депо (минеральных веществ, ростовых факторов, биоактивных молекул, др.) и интеграционную, которая реализуется при введении им-плантата в результате процессов остеоинтеграции, т.е. соединение импланта-та с костью. Эти функции определяют собенности структурной организации костной ткани, которую можно рассматривать как композиционный биогенный материал. Скелет взрослого человека состоит из трубчатых (бедро, плечо, др.) и плоских костей (грудина, кости свода черепа, др.), для лечения или восстановления которых могут использоваться имплантаты, соответствующие их строению - пластины, спицы, винты и т.п. [7,8].
По структуре остеогенную ткань подразделяют на компактную и губчатую (ячеистую), рис. 1.1. В состав кости входит 20-40% органического и 50 70% неорганического матрикса, 5-15% воды в связанном и свободном состояниях. Остальное - другие органические соединения в малых количествах -протеины, липиды, полисахариды. Органическая компонента кости на 85-90%о представлена коллагеном (20% кости) и на 10-15%) - другими органическими веществами. Неорганический матрикс содержит 80-85% калыдиофос-фатов в кристаллическом и аморфном состоянии, около 6% - СаС03. Ионный NaT, Кт, C03z", F", СІ". Наиболее важными микроэлементами в составе кости являются Си, Zn, Sr, Ва, Be, Al, Mo, Au, Mn, Fe, Si. Они играют важную роль в процессах обновления кристаллической решетки костных минералов и влияют на их структуру, от которой зависят прочностные характеристики костной ткани, табл. 1.1, [9].
Уникальные биомеханические характеристики губчатой и компактной кости обеспечиваются особым пространственным расположением образующих ее структурных компонентов - костных пластинок толщиной 3-7 мкм, которые, в свою очередь, формируют систему костных остеонов диаметром 150-300 мкм (рис. 1.1). Губчатое вещество формирует внутреннюю часть кости и включает открытые пространства и трабекулы [10].
Ультрадисперсную основу костной ткани составляют, преимущественно, частицы гидроксилапатита (ГА), а также аморфные фосфаты кальция. Кристаллы ГА имеют форму пластин размерами (40-60)х20х( 1,5-5) нм, которые сгруппированы и соединяются с коллагеном через остеонектин. Молекулы коллагена, состоящие из трех скрученных спирально полипептидных нитей, образуют фибриллы диаметром 100-2000 нм. Ячейка костной ткани по длинной оси ориентирована параллельно осям коллагеновых фибрилл. Такая структура придает кости высокую прочность на растяжение и сжатие, приближающуюся к прочности мягких марок сталей. Однако, в отличие от последней, кости намного легче, более эластичны, способны к гистерезису и регенерации в процессе роста и заживления. Фосфаты кальция обеспечивают прочность костной ткани на сжатие. Коллаген придает ей механическую прочность при деформациях растяжения и изгиба. Кроме того, имеется ани зотропия механических свойств кости - большое отличие свойств, измеренных в разных направлениях. Прочность на растяжение по направлению вдоль и перпендикулярно оси трубчатой кости составляет 124-174 и 49 МПа, а модуль Юнга - 17-27 и 11,5 ГПА, соответственно [11,12].
В таблице 1.1 приведены биомеханические характеристики костной ткани разных видов. Известно, что для большинства технических материалов, включая керамику, предел прочности при сжатии превышает предел прочности при растяжении примерно на порядок. Для биологической кости прочность при растяжении приближается к прочности при сжатии, а в некоторых случаях превышает ее. В этом состоит уникальность кости как материала и, возможно, причина, почему до сих пор не получено материала, подобного кости по биомеханическим свойствам.
Многочисленные костные канальцы, связанные между собой, пронизывают всю костную ткань. В этой дренажной системе содержится межтканевая жидкость, посредством которой обеспечивается обмен веществ между клетками, жидкостью, межклеточным веществом. Остеоциты образуются из остеобластов - костных клеток, способных к делению и созреванию. Остеобласты локализуются в области надкостницы. В свою очередь, остеобласты являются результатом пролиферации и дифференцировки мезенхимальных стволовых клеток (МСК).
Кальциофосфатные материалы содержатся в области надкостницы и появляются в местах перестройки или повреждения кости в месте введения им-плантата. Остеокласты утилизируют продукты распада, гидроксилапатит, молекулы коллагена, белки и выделяют многочисленные компоненты, например, морфогенетический белок кости и запускают процессы восстановления поврежденных структур и формирования новой костной ткани [11].
При травме, росте костной ткани вокруг имплантата происходит активация остеокластов, МСК и остеобластов. Они активно пролиферируют, формируя новую остеоидную ткань вокруг имплантата [10].
Структурная целостность костной ткани поддерживается за счет процессов непрерывного ее образования и разрушения в определенных участках, получивших название «единиц ремоделирования». Скорость ремоделирова-ния костной ткани составляет 2-10% в год, увеличивается при травме и снижается с возрастом [113].
Следует отметить, что биомеханические характеристики костной ткани зависят от типа кости (структуры), вида нагрузки, пола и возраста человека. С возрастом плотность ткани снижается в 2,2-2,5 раза, при отсутствии физической нагрузки (постельный режим) - в 1,5-1,9 раза, а так же снижается и ее прочность [14].
Таким образом, костная ткань - как гетерогенная и динамичная система -функционирует на атомном, нано-, мезо-, микро- и макроуровнях, что опре 94- "\ 9-4- -4 деляет ее биомеханические свойства (табл. 1.1). Ионы Са , Р04 , Mg , Na , К+, СГ и др., микроэлементы Си, Zn, Sr, Ва, Be, Al, Mo, Mn, Fe, Si и др. представляют атомный уровень. Гидроксилапатит и кальциофосфаты представляют нано- (1-100 нм), молекулы коллагена (100-2000 нм) - мезо-, костные пластинки, мезенхимальные стволовые клетки, остеобласты, остеоциты и остеокласты (8-50 мкм) - микро-, а система остеонов (150-300 мкм) и остео-генная ткань - макро-уровни [15,16].
Компоненты костной ткани организованы в сложную трехмерную систему, которая имеет максимальную прочность и вязкость вдоль линий механических напряжений, экранируя (понижая) действующие на костную ткань нагрузки и внешние воздействия. В настоящее время не создано искусственного материала, который по структурной организации и сочетанию биологических и механических свойств имел бы сходство с натуральной костью.
Влияние обработки на свойства титана
Титан относится к группе цветных металлов, химически высоко активен, коррозионно относительно устойчив, пластичен, имеет низкую теплопроводность, малый удельный вес и коэффициент линейного расширения, высокий модуль упругости. Титан имеет высокое отношение прочности к весу, что дает ему преимущество для медицинского применения. Более высокая, по сравнению с другими металлами, биосовместимость титана объясняется тем, что при контакте с кислородом на его поверхности формируется оксидная пленка, защищающая окружающую среду, включая биологические жидкости, клетки и ткани, от токсического действия ионов титана [39,41,177,178]. Первые опыты по применению титана в медицине начались в 40-х годах прошлого столетия с имплантации цилиндров в мягкие ткани животных, которая протекала без отрицательных реакций организма.
Кристаллическая структура титана реализуется в двух полиморфных модификациях: а-форме и р-форме. Первая, а-форма, характеризуется гексагональной плотноупакованной кристаллической решеткой с параметрами ot=29,5 нм, с= 46,84 нм и имеет сходство с кристаллической решеткой ГА, параметры кристаллической решетки которого а= 20 нм, с= 53 нм [178]. По всей вероятности, такая структура и позволяет титановым имплантатам, содержащим некоторую долю а-фазы, интегрироваться с костной тканью через год-два после введения имплантатов в организм.
Материал, представленный ос-формой титана, имеет плотность 4,505 г/см , прочность при сжатии 640 МПа, модуль упругости, превышающий в 5 раз модуль упругости кортикальной кости - ПО МПа. Известные в России марки ВТ 1-00 и ВТ 1-0 (по стандарту ASTM - F 67) широко используются в медицине для изготовления разнообразных имплантатов для стоматологии, травматологии и ортопедии, поскольку представлены а-формой с гексагональной плотноупакованной кристаллической решеткой.
При термообработке выше 882С ВТ 1-0 или ВТ 1-00 происходит аллотропный переход гексагональной а-формы в кубическую объемно-центрированную (3-форму с параметром а= 32,8 нм [179]. Структура р-формы существенно отличается от структуры ГА. Титан в этом случае перестает быть гармоничным элементом по отношению к минеральной составляющей костного и зубного матрикса. Кроме того, он становится менее прочным, его плотность и устойчивость к упругой и пластической деформации существенно снижается. Именно поэтому имплантаты, прошедшие термообработку в области температуры перехода, теряют свои биомеханические свойства и способность к остеоинтеграции. Они не приживляются надолго при введении в организм, напротив - отторгаются организмом и вызывают многочисленные осложнения [13]. Очевидно, что адекватное соблюдение температурного режима обработки необходимо для сохранения оптимальных прочностных характеристик титана.
Легирующие добавки ванадия, хрома, молибдена, железа, ниобия, кремния, никеля и марганца являются стабилизаторами (3-фазы (ДР 45, 39), а алюминия, магния, цинка, олова, циркония, бора, углерода, кислорода и азота - стабилизаторами а-фазы. Титановые сплавы ВТ -5, -6, -16, включающие в качестве легирующих добавок ванадий, хром, никель, алюминий и ряд других элементов, не имеют таких биосовместимых свойств, как титан и, будучи введенными в организм, часто стимулируют фиброз. Так, сплав ВТ 6-1 (Ti-6A1-4V) или F-136 по стандарту ASTM имеет модуль упругости 90 ГПа, предел текучести в 2 раза выше, чем у чистого титана, однако он редко применяется в медицине, хотя и разрешен к использованию Минздравом РФ и ГОСТ 1987-74. Это обусловлено тем, что ионы ванадия и алюминия стимулируют образование стромальной капсулы вокруг имплантата, что отрицательно сказывается на его биомеханических свойствах [39,49].
Титан находится в ряду металлов - Zr, Ті, Та, Nb, Cr, -характеризующихся высокой коррозионной устойчивостью, величина которой пропорциональна сумме скорости коррозии и скорости обмена электронами. С позиции устойчивости к коррозии, для легирования титана целесообразно использовать металлы, обладающие способностью к самопассивации, а именно металлы: цирконий, ниобий и тантал. В отличие от традиционно используемых для легирования ванадия, никеля и алюминия, эти элементы в агрессивной биологической среде организма способствуют образованию на поверхности титанового имплантата защитного оксидного слоя, препятствующего выходу из него токсичных ионов.
Присутствие ванадия и алюминия снижает способность титановых сплавов к процессу самопассивации. Если эти металлы поступают в ткани в виде ионов, они оказывают токсическое действие на клетки и не способствуют остеоинтеграции. Кроме того, металлы типа ванадия, алюминия и молибдена имеют сравнительно высокие величины обратного поляризационного сопротивления. Из-за этого во время процесса репассивации они могут выделяться на поверхности в виде чистого металла или солей, если образовавшаяся в естественных условиях тонкая пассивная пленка удаляется или повреждается разъедающей коррозией или механически. Следовательно, они являются потенциально опасными, так как могут непосредственно мигрировать в окружающие ткани в виде ионов или молекул и вызывать развитие токсических, иммунологических и других неблагоприятных реакций.
Вышеизложенные аргументы необходимо учитывать при создании новых материалов, так как легирующие добавки, улучшая прочностные характеристики имплантатов, могут существенно снижать их биосовместимость и биомеханику [179].
В травматологии и ортопедии обычно применяется коммерческий чистый титан ВТ 1-00 и его сплавы: Ti-6A1-4V, Ti-5Al-2,5Fe, Ti-6Al-7Nb, Ti-11,5Мо-6 Zr-2Fe, Ti-15Mo-3Nb и др. В России к клиническому использованию разрешены ВТ 1-0, ВТ 1-00, ВТ 5-1, ВТ 6-1, ВТ 16 (ГОСТ 26492-85, ГОСТ 27265-87, ГОСТ 19807-91, ISO ТС 150 5832/2, ISO ТС150 5832/3, ASTM 136-92). В ряде случаев в имплантатах применяют (3-титановые сплавы по причине легкости обработки и высоких механических свойств, что позволяет им переносить многолетние циклические нагрузки. Титан в а-форме и сплав Ti-6A1-4V (а,3-фазы) наиболее широко применяются в стоматологических и ортопедических имплантатах [180-183].
Титан в организме в условиях механической деформации и воздействия ионов хлора подвергается пассивному растворению и коррозии, в результате чего частично биодеградирует и диффундирует в окружающие ткани. Однако, в отличие от циркониевых и железохромовых сплавов, даже при достаточно высоком уровне его содержания в тканях токсических эффектов или аллергизации, как правило, не происходит [39,40,184,185]. Вместе с тем, при разработке имплантатов следует помнить, что титан обладает способностью накапливаться в костях [186].
Получение биологического гидроксилапатита
Биологические качества материалов могут быть охарактеризованы рядом свойств, которые проявляет материал в контакте с живым организмом. Эти свойства регламентируются, в частности, ГОСТ Р ИСО 10993-2-2009 Изделия медицинские. - Оценка биологического действия медицинских изделий. Биологическими свойствами, которые необходимо оценивать в процессе разработки биоматериалов для травматологии и ортопедии, являются интегральные характеристики - биосовместимость и способность к остеоинтеграции, которая выражается биоинертностью или биоактивностью в разной степени ее проявления (см. Глава 1, 1.4).
Биосовместимость материала исследуется in vivo (на животных), проявляется как отсутствие негативных местных и системных реакций организма на введение имплантата в форме воспаления и оцениваются показателями крови и состоянием ткани вокруг имплантата. Негативными реакциями могут быть некроз, воспаление образование рубцовой ткани, а также токсичность материала. Биосовместимость может быть частично оценена в эксперименте in vitro путем тестирования влияния имплантата на рост и деление (пролиферацию и дифференцировку) мультипотентных мезенхемальных стволовых клеток костного мозга [13,158].
Способность имплантируемого материала к остеоинтеграции реализуется за счет механизмов остеоиндукции и остеокондукции, особенности которых рассмотрены в Главе 1 (см. 1.4). Другими словами, остеоинтеграция - это комплексный процесс, который развивается на поверхности имплантата благодаря его влиянию на окружающую среду организма и взаимодействию с составляющими этой среды: жидкостями, ферментами, белками, результатом чего является образование цитокинов и ростовых факторов, которые в свою очередь запускают процесс остеогенеза. Способность к остеоинтеграции в полном объеме может быть оценена только в эксперименте in vivo.
Исследование биологических свойств разработанных покрытий включало: исследование общих и местных реакций на введение имплантата, исследование остеокондуктивных и остеоиндуктивных свойств имплантатов, определение их цитотоксичности и способности к адгезии клеток костного мозга животных (крыс, мышей) к поверхности биоматериала и проводилось в Лаборатории биомоделирования НИИ кардиологии СО РАМН (г. Томск).
Использовались образцы титана с покрытиями в виде дисков диаметром 10-12 мм, толщиной 0,2-0,3 мм или стержней длиной 10-11 мм и диаметром 1-2 мм. Перед испытаниями имплантаты подвергались стандартной обработке - стерилизации при температуре 180С в течение 40 мин.
Исследования проводились на мышах-самцах line Balb/c, которым под кожу вводились диски сроком на 1-1,5 месяца. Для определения остеокондуктивных свойств на диск предварительно наносили столбик костного мозга. Для определения остеоиндуктивности костный мозг не наносили. Каждому животному вводилось 4 диска. Оценивали размеры областей костеобразования с применением биологического микроскопа МБС-2. Затем делали гистологический, цитологический и цитохимический анализы для определения качественного состава клеток на поверхности имплантата и оценки реакции окружающих имплантат тканей.
Исследование осуществляли методом эктопического костеобразования [13]. Для чего столбик костного мозга из бедренной кости вымывали 1 мл среды RPMI-1640 ("Sigma", США) в чашки Петри и переносили на поверхность титанового имплантата, который затем вводились под кожу мышам. Через 1-1,5 месяца имплантаты извлекали, исследовали поверхность с помощью оптической микроскопии. Из части очагов эктопического костеобразования делали срезы с окраской ализариновым красным.
Общую токсичность имплантатов определяли по стандартной методике. Для чего суспензию клеток костного мозга (концентрацию кариоцитов доводили до 106/мл) в 95% среды RPMI-1640 ("Sigma", США) и 5% эмбриональной телячьей сыворотки (ЭТС) ("Sigma", США) вместе с образцами титановых имплантатов помещали в чашки Петри и помещали в С02- инкубатор при 37С, 100% влажности и 5% углекислого газа. Через 2 часа подсчитывали число жизнеспособных кариоцитов на 200 с помощью 1 % раствора трипанового синего.
Изучение роста колоний из мезенхимальных стволовых клеток костного мозга осуществляли в системе in vitro для чего получали суспензию жизнеспособных кариоцитов и разводили до концентрации 1x10 /мл в полной питательной среде следующего состава: 90% среды D-MEM ("Sigma", США), 10% ЭТС ("Sigma", США), 200 мМ/л L-глютамина ("Sigma", США), 100 ЕД/мл пенициллина ("Sigma", США), 100 мкг/мл стрептомицина ("Sigma", США) и разливали по 25 мл в пластиковые плоскодонные флаконы («Falcone») и помещали в СОг- инкубатор при 37С, 100%) влажности и 5% углекислого газа. Через 3 суток не прилипшие клетки удаляли, надосадочную жидкость заменяли свежей порцией полной среды и оставляли культивировать. Смену среды производили через каждые 5 суток. На 14-е сутки флаконы исследовали с помощью инвертоскопа ("Opton", Япония). Подсчитывали число колоний, содержащих не менее 50 клеток, после чего материал высушивали, фиксировали метанолом и окрашивали азур-П эозином. Полученные данные обрабатывали методами непараметрической статистики (программа «Статистика-6»).
Для оценки биоактивности разработанных материалов in vitro использована методика с применением моделирующей жидкости тела (SBF), состав которой приведен в таблице 2.8. Значение рН на уровне 7,4 поддерживается добавлением TRJS-буфера.
Образцы взвешиваются на весах высокой точности, помещаются в раствор SBF и выдерживаются в течение заданного периода при поддержании температуры раствора на уровне 37±5С.
Формирование и исследование структуры тонкопленочных оксидных систем 8Юг-Рг05-СаО
На кафедре технологии силикатов и наноматериалов Томского политехнического университета более 20 лет ведутся разработки керамических материалов на основе гидроксилапатита [254-260].
В результате исследований показана целесообразность введения стекла для управления свойствами керамических материалов на основе кристаллического гидроксилапатита кальция [216,254]. Введение стекла позволяет регулировать и находить требуемые сочетания свойств, закономерности изменения которых объективно не синхронны (не симбатны), а именно: прочность-пористость, пористость-прочность сцепления в композите, др.
Из результатов исследований коллектива кафедры и литературных данных [1] следует, что для получения высоко биосовместимых имплантатов в состав композиции для покрытия необходимо вводить не менее 70% гидроксилапатита. При этом известно, что высокая биоактивность объемной кальциофосфатной керамики однозначно определяется высокой пористостью, которая, в свою очередь, негативно сказывается на прочностных свойствах материала.
Значение взаимозависимости пористости и прочности гидроксилапатитовой керамики не имеет определяющего значения для металлокерамического композита, в котором прочность обеспечивается металлическим компонентом, а функцией покрытия является придание заданных поверхностных свойств металлическому имплантату. Как установлено многими авторами, эксплуатационная надежность покрытия определяется прочностью его сцепления с металлической основой, чему способствуют ряд факторов: согласование термического расширения (КЛТР) материалов покрытия и металла, формирование промежуточного слоя с согласованными свойствами, регулирование толщины покрытия и управление его структурой [261]. Считается, что снижение температуры формирования покрытия и относительно более низкие значения модуля упругости одного из материалов обусловливает уменьшение напряжений. С уменьшением толщины покрытия временные термические напряжения снижаются, а способность к деформациям возрастает.
Кроме того, пористые структуры имеют пониженный модуль упругости и способны к амортизации напряжений. Наличие промежуточного слоя, образующегося в результате химического взаимодействия или взаимной диффузии, который приводит к уменьшению градиента изменения КЛТР по сечению соединения, также способствует надежной фиксации покрытия на металле. [261,262].
КЛТР разрабатываемого покрытия определяется фазовым составом покрытия, полученного в результате термообработки композиции ГА-биостекло, а прочность сцепления (адгезия) покрытия и металлической основы - согласованием термического расширения, толщиной покрытия, его структурой. Вместе с тем, при изготовлении имплантатов с биопокрытием, к прочности покрытия и прочности сцепления с подложкой не предъявляются такие высокие требования, как при получении технологических покрытий, и ограничиваются требованием сохранять целостность при установке имплантата в процессе операции [13].
Известно, что механизм сцепления покрытия с подложкой зависит от выбранного метода нанесения. Так, в случае шликерной технологии прочность сцепления может быть достигнута благодаря образованию достаточно протяженного переходного слоя. Для этого должны быть созданы благоприятные условия смачивания биостеклом дисперсного ГА и титановой подложки, которые обеспечивают формирование такого слоя. Фосфорсодержащие некристаллизующиеся расплавы хорошо растекаются и смачивают поверхность металлов [263].
Из практики эмалирования и получения технологических покрытий известно, что ТКЛР покрытия должен быть ниже ТКЛР металла. При этом покрытие испытывает небольшие напряжения сжатия, которые увеличивают прочность сцепления. Поскольку КЛТР гидроксилапатитовой керамики лежит в диапазоне (120-130)х10"7 1/С [1,254,255], а КЛТР титана и его сплавов меньше (105-120) 10" 1/С, требование по соответствию ТКЛР гидроксилапатитового покрытия и титановой подложки выполнить невозможно.
Таким образом, для обеспечения сцепления покрытия и металлической подложки необходим комплексный подход и совместное регулирование параметров микро и макроструктуры и толщины слоя покрытия. Чем выше пористость покрытия, тем лучше оно будет способно к амортизации напряжений. Однако при этом важно обеспечить достаточную площадь контакта покрытия и титановой подложки. Вместе с тем, пористость определяет возможность контакта и взаимодействие биоматериала с физиологическими средами организма (рабочую поверхность), определяя, таким образом, функциональное свойство биоматериала - биоактивность. Поэтому ключевым параметром для выбора состава и условий формирования композиций может быть взята именно пористость.
На пористость керамического материала оказывает влияние ряд факторов, среди которых основными являются дисперсность основного исходного компонента гидроксилапатита, соотношение стекло/ГА, выбор связующего и способ формования заготовок для обжига, а также температурный режим обжига.
С учетом изложенного, композиции составлялись из биологического ГА в количестве от 70 до 90 мас.% в виде фракций 100-150 или 70-100 мкм. Предварительное апробирование полученного осаждением из раствора синтетического ГА позволило получить материал с пористостью, не превышающей 10-12% (удельная поверхность БГА 2, 48, а СГА 69, 7 м /г). В часть композиций также введен волластонит в количестве 5%, который, в силу игольчатой формы кристаллов по данным авторов [260], играет роль армирующего компонента, что способствует упрочнению пористых керамических структур.
